BR112016026370B1 - Dispositivo de estimativa de movimento por ultrassom e método de estimativa de movimento por ultrassom - Google Patents

Abstract

DISPOSITIVO DE ESTIMATIVA DE MOVIMENTO POR ULTRASSOM, MÉTODO DE ESTIMATIVA DE MOVIMENTO POR ULTRASSOM, E, MÍDIA LEGÍVEL POR COMPUTADOR PARA ESTIMATIVA DE MOVIMENTO POR ULTRASSOM A presente invenção refere-se a uma estimativa de movimento de ultrassom que inclui a emissão de pulsos múltiplos de ultrassom, distanciados uns dos outros em uma direção de propagação de uma onda de cisalhamento, para rastrear o movimento axial causado pela onda de cisalhamento. A onda foi induzida por um impulso acústico axialmente direcionado. Com base no movimento, a autocorrelação é usada para estimar um deslocamento axial. A estimativa é usada como um ponto inicial (234) em um algoritmo de rastreamento de movimento com base em domínio de tempo para modificar a estimativa de modo a produzir um deslocamento modificado. A modificação pode constituir um aprimoramento na estimativa. A emissão pode ocorrer, correspondentemente, a partir de várias janelas acústicas, múltiplas imagens por ondas de imageamento por ultrassom, respectivamente, através das janelas. A autocorrelação e o algoritmo operam especificamente no imageamento capturado através de pulsos usados no rastreamento do movimento causado pela onda que foi induzida pelo impulso acústico, sendo que o impulso é um impulso único. O algoritmo pode envolver correlação cruzada sobre uma área (...).

Description

CAMPO DA INVENÇÃO

[001] A presente invenção se refere ao rastreamento de movimento induzido por onda de cisalhamento e, mais particularmente, ao uso da correlação no rastreamento de movimento.

ANTECEDENTES DA INVENÇÃO

[002] A elastografia ultrassônica com ondas de cisalhamento é uma nova modalidade médica que pode medir propriedades mecânicas de tecidos moles, como módulo de cisalhamento e viscosidade de cisalhamento. Como a elasticidade de tecido é relacionada à patologia, a elastografia pode fornecer informações clínicas adicionais para aumentar a confiança no diagnóstico. Um exemplo é o estadiamento não-invasivo da fibrose hepática por meio da medição da rigidez do fígado.

[003] Na elastografia ultrassônica com ondas de cisalhamento com base na força de radiação acústica, a sequência de pulso dedicada consiste em um ou mais impulsos acústicos longos (tipicamente de centenas de microssegundos cada) e uma série de pulsos de rastreamento intercalados. Devido ao efeito da força de radiação acústica, o impulso acústico faz com que o tecido na área focal se distancie da superfície da sonda, estabelecendo, simultaneamente, uma onda de cisalhamento que se propaga na direção contrária à região focal em uma direção perpendicular ao feixe acústico. Para cada posição lateral ao longo da trajetória da onda de cisalhamento na profundidade focal, o movimento do tecido induzido pela onda de cisalhamento será principalmente na mesma direção do feixe acústico. Consequentemente, os pulsos de rastreamento podem, para uma dada posição, monitorar essa resposta dinâmica e traduzi-la em uma forma de onda de deslocamento específico para a posição representando a magnitude do movimento do tecido como função do tempo. Essas formas de onda podem ser calculadas nas múltiplas posições ao longo da trajetória de propagação da onda de cisalhamento. As formas de onda podem ser inseridas em um processo para calcular a velocidade de propagação. Por exemplo, a transformada de Fourier pode ser executada nessas formas de onda de cisalhamento para estimar a velocidade de fase da onda de cisalhamento. Alternativamente, os cálculos espaciais e temporais de pico a pico da amplitude da onda de cisalhamento podem também fornecer a velocidade de propagação da onda de cisalhamento. Como resultado, os valores absolutos das propriedades mecânicas do tecido podem ser determinados. Em particular e a título de exemplo, a velocidade com a qual uma onda de cisalhamento se propaga dentro do tecido é regida pelo módulo de cisalhamento, viscosidade de cisalhamento, densidade do tecido e frequência da onda de cisalhamento através de alguns modelos mecânicos. Quanto mais enrijecido o tecido, mais rápido as ondas se movem. Uma medida do enrijecimento pode, então, ser usada, por exemplo, no estadiamento da fibrose hepática.

[004] Um rastreamento de movimento preciso, confiável e eficiente é um objetivo na estimativa final das propriedades do tecido em qualquer forma de elastografia ultrassônica com ondas de cisalhamento. Em geral, há duas técnicas de rastreamento de movimento principais no imageamento por ultrassom: 1) deslocamento de fase por autocorrelação e 2) deslocamento de tempo por correlação cruzada (ou outras alternativas, como soma da diferença absoluta (SAD)).

[005] Em abordagens com base em autocorrelação, o deslocamento das estruturas de interesse induz ao deslocamento de fase em ecos de ultrassom de alta frequência sucessivos retrodispersos pelo meio em movimento. A autocorrelação foi implementada na maioria dos sistemas de ultrassom comerciais para imagem de fluxo de cor em tempo real. As ondas de ultrassom se propagam através de tecido mole, o espectro sofre uma redução devido à atenuação dependente de frequência. Portanto, supor uma frequência central constante nas abordagens com base em Doppler resultará em erro de estimativa de deslocamento. É conhecido o uso de autocorrelação adicional no domínio de tempo rápido, isto é, na direção axial dos pulsos de ultrassom, para estimar a frequência central local e subsequentemente melhorar a precisão da estimativa de deslocamento. Consultar T. Loupas, J.T. Powers e R. W. Gill, “An Axial Velocity Estimator for Ultrasound Blood Flow Imaging, Based on a Full Evaluation of the Doppler Equation by Means of TwoDimensional Autocorrelation Approach,” IEEE Trans. Ultrason. Ferroelectr. Freq. Control 42.4., páginas 672 a 688, 1995.

[006] O deslocamento de tempo por correlação cruzada estima atrasos no tempo por correlação cruzada de um pulso para outro pulso usando dados de radiofrequência (RF) ou sinais complexos transmitidos a partir dos dados de RF. A área de pesquisa é pré-configurada ampla o bastante para evitar que se perca uma correspondência ideal.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

[007] O que se propõe mais adiante neste documento resolve um ou mais dos problemas acima.

[008] Duas abordagens padrão para a estimativa de deslocamento são s autocorrelação e a correlação cruzada. A autocorrelação é mais eficiente em termos de cálculo do que a correlação cruzada. Entretanto, a mesma é sujeita a serrilhamento -- o limite de deslocamento máximo é um quarto de comprimento de onda (para a sonda de imagem do fígado padrão com frequência central de 3 MHZ, o limite é de aproximadamente 120 μm).

[009] Na abordagem de correlação cruzada convencional, isto é, não guiada, o limite de serrilhamento é eliminado. Entretanto, isso leva mais tempo para calcular, o que é proporcionalmente relacionado à área de busca predefinida. Fazer uma busca ao longo de uma área ampla encarece o cálculo da correlação cruzada padrão. Entretanto, se a área for configurada pequena demais, o verdadeiro pico da função de correlação cruzada será omitido; se for grande demais, ocorrerá um salto devido ao ruído contido nos sinais. Nesse caso, a correlação cruzada pode produzir um falso pico de correlação excedendo o pico verdadeiro. Os falsos picos introduzirão descontinuidade e erro na estimativa de deslocamento. Infelizmente, na prática, o tamanho de uma área de busca necessário seria variável. Em aplicações clínicas, a elastografia ultrassônica com ondas de cisalhamento induzida no movimento do tecido mole é na ordem de dez micrômetros (10 μm). O limite superior é principalmente restrito por um limite de segurança de saída acústica estabelecido pela United States Food and Drug Administration (FDA). O movimento induzido da onda de cisalhamento é normalmente observado por pulsos de rastreamento de ultrassom durante um período 10 a 20 milissegundos (ms) para um impulso acústico de onda de cisalhamento. Se vários impulsos acústicos são usados, a observação pode aumentar para 50 a 100 ms. Embora os pacientes sejam normalmente aconselhados a prender a respiração por alguns segundos durante a elastografia com onda de cisalhamento, durante o período de tempo de 50 a 100 ms, o movimento do paciente (movimento cardíaco e respiração) e o movimento de fundo podem às vezes exceder um quarto de comprimento de onda e atingir uma ordem de magnitude maior que o movimento de onda de cisalhamento real para encobrir o sinal de onda de cisalhamento real. Nesse caso, caso apenas a correlação cruzada convencional seja utilizada, uma busca muito grande deverá ser feita para localizar a função de correlação máxima. Isso resulta em um tempo de cálculo maior e em um possível falso salto de pico. Caso seja utilizada apenas a autocorrelação, provavelmente ocorrerá o serrilhamento de fase.

[0010] A abordagem de rastreamento de movimento de duas etapas proposta na presente invenção é mais robusta para o movimento de fundo.

[0011] Essa nova abordagem usa tanto a autocorrelação quanto a correlação cruzada para rastreamento preciso e eficiente da propagação de onda de cisalhamento no tecido mole. Isso é útil, por exemplo, em aplicações in vivo da elastografia ultrassônica com ondas de cisalhamento. A abordagem de duas etapas é caracterizável como correlação cruzada guiada por autocorrelação. Na primeira etapa, a fase é derivada da autocorrelação dos sinais complexos e adequadamente desdobrada. O deslocamento inicial é então calculado a partir da fase com o uso de uma frequência central constante. Na segunda etapa, o deslocamento inicial é quantizado e usado como um ponto inicial para alimentar a correlação cruzada com uma janela de busca reduzida para obter o deslocamento final com alta precisão. Por meio da integração da autocorrelação com a correlação cruzada, o método proposto é bem adequado para aplicações em tempo real. O cálculo através da correlação cruzada na proposta presente é mais rápido que a correlação cruzada padrão. Ele também reduz a variância das estimativas de deslocamento e polarização, sem a necessidade de estimativa explícita da frequência média dos sinais de RF.

[0012] O aprimoramento do desempenho desse novo método em relação à autocorrelação tradicional inclui que: 1) o serrilhamento seja removido e 2) não haja necessidade de considerar os efeitos da atenuação da profundidade da frequência central e da flutuação aleatória da frequência. Esse último benefício existe porque a estimativa de deslocamento usando o deslocamento de tempo com base na correlação cruzada é imune à alteração na frequência. Além disso, o aprimoramento do desempenho desse novo método em relação à correlação cruzada tradicional inclui: 1) tamanho de busca significativamente reduzido para superar o salto do pico (falsa máxima ou mínima) levando a uma precisão de estimativa aumentada; e 2) cálculo muito mais rápido.

[0013] O que é proposto aqui combina estimadores de autocorrelação e correlação cruzada de uma forma que aproveite a força de cada um para melhorar o desempenho geral do rastreamento do movimento. Por exemplo, o erro devido a qualquer serrilhamento não removido pelo desdobramento de fase na etapa um é corrigido ou mitigado pela correlação cruzada resultante. A sobrecarga computacional relativamente alta da correlação cruzada, como um outro exemplo, é aliviada dotando- se a correlação cruzada de uma busca significativamente reduzida pelo ponto inicial derivado da autocorrelação. Esse protocolo compósito pode obter uma estimativa de deslocamento para elastografia com onda de cisalhamento mais precisa e robusta do que qualquer protocolo individual.

[0014] De acordo com um aspecto da tecnologia proposta, um método de estimativa de movimento por ultrassom inclui a emissão de múltiplos pulsos de ultrassom, distanciados uns dos outros em uma direção de propagação de uma onda de cisalhamento, para rastrear o movimento axial causado pela onda de cisalhamento. A onda de cisalhamento foi induzida por um impulso acústico de ultrassom direcionado axialmente ou induzido mecanicamente. Com base nos ecos de pulso de rastreamento, o método usa autocorrelação para estimar o deslocamento axial. O método usa, então, a estimativa como ponto inicial em um algoritmo de rastreamento de movimento com base em domínio de tempo para modificar a estimativa de modo a produzir um deslocamento modificado. A modificação pode constituir um aprimoramento na estimativa em termos de precisão de rastreamento de movimento. A emissão pode ocorrer, correspondentemente, a partir de várias janelas acústicas, múltiplas imagens por ondas de imageamento por ultrassom, respectivamente, através das janelas. A autocorrelação e o algoritmo podem operar especificamente no imageamento capturado através de pulsos usados no rastreamento do movimento causado pela onda que foi induzida pelo impulso acústico, sendo que o impulso é um impulso único. O algoritmo pode envolver correlação cruzada sobre uma área de busca aumentada de forma gradual sujeita a um critério de correlacionamento de imagem. A captura do procedimento pode se estender por múltiplos impulsos acústicos.

[0015] Detalhes do novo rastreamento de movimento com base em domínio de tempo guiado por autocorrelação na elastografia com onda de cisalhamento são apresentados mais adiante, com o auxílio dos seguintes desenhos, que não estão em escala.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

[0016] A Figura 1 é um diagrama esquemático de um dispositivo de estimativa de movimento por ultrassom exemplificador e uma representação conceitual de uma onda de cisalhamento isenta de ruído, de acordo com a presente invenção;

[0017] a Figura 2 é um diagrama conceitual fornecendo exemplos dos conceitos relacionados à operação do dispositivo da Figura 1; e

[0018] a Figura 3 é um conjunto de fluxogramas demonstrando uma possível operação do rastreamento de movimento com base em domínio de tempo guiado por autocorrelação na elastografia por onda de cisalhamento, de acordo com a presente invenção.

DESCRIÇÃO DETALHADA DAS MODALIDADES

[0019] A Figura 1 representa, por exemplo ilustrativo e não limitador, um dispositivo de estimativa de movimento por ultrassom 100 útil para elastografia de onda com cisalhamento no rastreamento de movimento com base em domínio de tempo guiado por autocorrelação. O dispositivo 100 inclui um conjunto de circuitos de captura de imagem 104, um conjunto de circuitos de rastreamento de movimento 108, um controlador 112 e um armazenamento de dados 116. O conjunto de circuitos de captura de imagem é configurado para captura de imagens separadas 120 a partir das respectivas posições laterais 124. O dispositivo 100 inclui adicionalmente múltiplas sondas de imageamento por ultrassom 128. A captura de imagem é realizada a partir das respectivas janelas acústicas 132. Uma janela acústica é a área na superfície de imageamento da sonda 128 que, em contato com o objeto ou paciente (humano ou animal) sendo examinado, troca ultrassom usado no imageamento. Em uma direção axial 136, os pulsos de ultrassom 140 são emitidos, e os dados de radiofrequência (RF) 144 ecoam de volta do paciente. O pulso 140 ecoa dinamicamente de volta de várias amostras de profundidades de imageamento 148 que são tomadas para questionar o meio dentro do paciente.

[0020] Quando diferentes marcas na Figura 1 indicam diferentes sondas 128, isto se dá para propósitos de explicação. As sondas 128 podem ser operadas geralmente de modo idêntico no imageamento do meio. Elas podem ser operadas simultaneamente, em paralelo, embora o que é proposto aqui não se limite a tal operação.

[0021] Uma direção lateral 152 é uma direção de propagação de uma onda de cisalhamento que foi gerada por um impulso acústico direcionado axialmente. O impulso acústico foi gerado por ultrassom focalizado em uma profundidade de imageamento específica para fornecer força de radiação acústica suficiente ou pode ser um impulso acústico mecanicamente induzido.

[0022] É principalmente na direção axial 136, nessa profundidade de imageamento, que a onda de cisalhamento em propagação deforma e desloca o meio. Um gráfico na Figura 1 mostra as três formas de onda representando o deslocamento do tecido corporal por uma onda de cisalhamento. As três formas de onda correspondem a distâncias laterais de 0 mm, 5 mm e 10 mm na direção contrária do foco do impulso acústico. O impulso acústico dura algumas centenas de microssegundos, começando no tempo correspondente à origem dos gráficos. Os deslocamentos de tecido são rastreados durante 35 ms. Eles são normalizados para o deslocamento do pico em 0 mm, para propósitos de ilustração. Os deslocamentos ou deformações induzidos por onda de cisalhamento 158 nas diferentes distâncias laterais (por exemplo, 0 mm, 5 mm, 10 mm) manifestam o efeito de deslocamento da onda de cisalhamento ao se propagar. As suas formas de onda variam como uma função das propriedades mecânicas do tecido e da distância de propagação lateral da origem da onda de cisalhamento (isto é, o local de focalização do impulso acústico).

[0023] A autocorrelação é, conforme mencionado anteriormente neste documento, a primeira etapa na abordagem de duas etapas para rastrear o deslocamento axial. O deslocamento das estruturas de interesse no meio em movimento induz à mudança de fase em ecos de ultrassom de alta frequência sucessivos retrodispersos pelo meio em movimento.

[0024] A mudança de fase é estimada pela autocorrelação 1D dos sinais complexos (sinais complexos analíticos ou de banda base) no tempo lento. Os dados de banda base consistem de componente em fase (I) e de quadratura (Q) derivável da formação de feixe após o recebimento pela desmodulação para remover a frequência de portadora. A derivação dos sinais analíticos complexos dos dados RF também é bem conhecida e descrita na patente US n° 7.873.686 concedida a Elfataoui et al.

[0025] No rastreamento de onda de cisalhamento, G0(x,y) é a imagem complexa capturada como sinal de referência antes da excitação do impulso acústico. Os pulsos de referência pelos quais a imagem de referência G0(x,y) foi capturada são uma parte inicial do rastreamento de movimento. A direção axial 136 é ao longo do eixo x, e a direção lateral 152 é ao longo do eixo y. Cada ponto, ou “pixel”, (xp, yq) representa uma amostra de imagem em uma profundidade de imageamento 148 correspondendo a xp e em uma posição lateral 124 correspondendo a yq.

[0026] Gn(x,y) é a nésima captura de imagem, após o impulso acústico durante o rastreamento da onda de cisalhamento. As capturas de imagem podem ser repetidas, por exemplo, em paralelo através das sondas 128 com n na faixa de até, por exemplo, N=30 ou mais após um único impulso acústico (N é determinado pela frequência de repetição do pulso de rastreamento e pela duração do rastreamento). Embora esteja dentro do escopo pretendido do que é proposto na presente invenção, esse rastreamento pode estender-se até após um segundo impulso acústico ou outro subsequente.

[0027] A fórmula geral para calcular a correlação 1D Rk,n no pixel (x,y) é expressa abaixo para um sinal de banda base complexo ou um sinal analito complexo

[0028] onde (2M+1) é o tamanho, na direção axial 136, do núcleo de correlação 203 conforme visto na Figura 2; e Rk,n é o coeficiente de correlação no atraso k no tempo rápido (direção axial) e atraso n no tempo lento (tempo de rastreamento). Gn* é o conjugado complexo de Gn.

[0029] O deslocamento D em (x,y) da nésima captura de rastreamento de onda de cisalhamento é inicialmente calculado para ser

[0030] onde c é a velocidade do som, <R0,n(x,y) é o ângulo do coeficiente de autocorrelação 1D em atraso zero no tempo rápido e atraso n no tempo lento e fc é a frequência central. Dessa forma, Dn(xp,yq), após a quantização que é discutida abaixo, serve de estimativa de deslocamento axial do meio, sendo que a estimativa é específica para o pixel atual (xp, yq). O ângulo, ou “fase” é derivável da formula

[0031] e, antes da substituição na equação (2), é submetido ao desdobramento de fase para mitigar ou evitar o serrilhamento. As funções Re e Im, respectivamente, extraem os componentes real e imaginário do coeficiente de autocorrelação estimado complexo Rn. Em relação ao desdobramento de fase, espera-se que o deslocamento do desdobramento de fase em tempo lento (isto é, entre n e n+1, onde n=1,..., N-1) seja suave, sem ruptura. Com referência à Figura 2, uma fase desdobrada 206 para captura n é seguida por uma etapa desdobrada 208 de captura n+1. Uma fase 210 para captura n+2 é novamente dobrada, o módulo 2π, dentro do intervalo de confinamento [π,- π]. Isso resulta em uma fase desdobrada 212 e uma descontinuidade de fase 214 em uma magnitude próxima a 2π e não representativa do movimento axial real no meio. O desdobramento de fase resolve isso, produzindo a fase desdobrada 210. Se, apesar do desdobramento de fase, ocorrer ruptura, isso normalmente indica movimento significativo causado externamente, isto é, originado fora do plano da onda de cisalhamento.

[0032] A equação (1) tem profundidades de amostragem 2M+1 usadas no núcleo do autocorrelação para um valor específico de “x”. Para qualquer dada captura n, amostras são capturadas de cada uma das profundidades de amostragem 2M+1 e profundidades de amostragem adicionais. As profundidades de amostragem adicionais permitem que a equação (1) seja executada várias vezes, cada uma das vezes com um valor diferente de “x”. Por exemplo, em uma execução, Dn(xp,yq) deverá ser determinado para um pixel (xp, yq); na próxima execução, Dn(xp+1,yq) deverá ser determinado para um pixel (xp+1, yq), com xp e xp+1 estando em diferentes profundidades de modo correspondente.

[0033] A equação (1) é executada não apenas repetidamente, cada vez para um dado pixel cuja estimativa de deslocamento está sendo calculada; esse conjunto de execuções é repetido, cada vez para uma captura n diferente (1<n<N).

[0034] Além disso, todas as execuções descritas acima da equação (1) são repetidas cada vez para uma posição lateral diferente. Cada posição lateral 124 corresponde a um valor de “y”. Dessa forma, yq tem uma posição lateral 124 diferente daquela de yq+1.

[0035] Na Figura 2, duas profundidades de amostragem consecutivas, a uma dada posição lateral 124, são representadas como 218, 220.

[0036] Em uma dada captura n em uma dada posição lateral 124, os dados são capturados da profundidade de amostragem 218 por profundidade de amostragem 220 para todas as profundidades de amostragem, durante a janela de recepção. Isso tudo é refeito de captura em captura. Em troca, as capturas repetidas (isto é, cada uma sendo de profundidade de amostragem 218 por profundidade de amostragem 220) são todas refeitas de posição lateral a posição lateral.

[0037] O conjunto completo de capturas é feito uma vez e registrado em armazenamento de dados 116, e sendo que esses dados são, então, utilizados repetidamente nas etapas um e dois.

[0038] O deslocamento axial D, (ou “DAC”) na equação (2) é indicativo de um ponto inicial da segunda etapa na abordagem de duas etapas.

[0039] DAC na equação (2), como um deslocamento axial do pixel atual (xp, yq), em geral, terá um ponto final disposto entre os locais da amostragem.

[0040] Em vez de usar o próprio DAC como ponto inicial, DAC é quantizado com base nas profundidades de amostragem consecutivas 218, 220 separadas por uma unidade de espaçamento de pixel 222 na direção axial mostrada na Figura 2 pela seta 224. O mesmo espaçamento de pixel ou outro espaçamento refinado (aumentando o número de amostras de RF ou sinal complexo) poderia ser usado na segunda etapa. No último caso, DAC deveria ser ajustado com o uso da razão do espaçamento de pixel antes e após o aumento da amostragem.

[0041] A quantização, que pode ser ascendente ou descendente, e com arredondamento com base em proximidade ou padrão, resulta em um deslocamento quantizado [DAC] 226.

[0042] Isso serve de estimativa específica para pixel, isto é, específica para (xp, yq), do deslocamento axial do tecido corporal.

[0043] O pixel (xp, yq), deslocado por [DAC], é o ponto inicial da etapa dois. É essa segunda etapa que ajusta a estimativa 226 da primeira etapa, isso é feito através de correlacionamento de imagem para imagem, seguido de busca de pico e adequação polinomial ou detecção de cruzamento de fase zero, para o ajustamento.

[0044] Como o correlacionamento de imagem para imagem na etapa dois é baseado no domínio de tempo, não há necessidade de se levar em consideração, na etapa um, a atenuação da frequência central do ultrassom emitida para as capturas, e não há necessidade na etapa um de se corrigir a estimativa 226 para a atenuação de frequência central. Vantajosamente, a sobrecarga da correção da atenuação da frequência central é evitada. A atenuação acumula 231 profundidade de amostragem 228 para a profundidade de amostragem 230. As setas cruzadas em “x” na Figura 2 representam a falta de necessidade de se levar em consideração a atenuação de frequência central que ocorre durante a propagação do pulso de rastreamento 140.

[0045] Para uma correlação cruzada que faz parte do algoritmo de rastreamento de movimento com base em domínio de tempo, o ponto inicial 234 é fornecido como um deslocamento 226 da posição axial, representada como “xp” na Figura 2, do pixel considerado atualmente (xp, yq). O deslocamento, ou “posicionamento”, 226 corresponde a um desvio com relação a uma imagem de referência 227 do núcleo de correlação 203 que foi utilizado na autocorrelação. O núcleo desviado 236 é usado na correlação cruzada.

[0046] A correlação cruzada com base em domínio de tempo estima atrasos no tempo pelos ecos de RF recebidos através da correlação cruzada (ou sinais de banda base ou analíticos complexos) de um pulso para um outro pulso.

[0047] Uma correlação cruzada bidimensional é descrita imediatamente mais adiante neste documento, porque as etapas um e dois podem ser usadas para determinar um deslocamento bidimensional. Isso seria para maior precisão, em troca de cálculos extras.

[0048] No imageamento de ultrassom bidimensional, dois componentes de um vetor de deslocamento (u, v) podem ser estimados com o uso do procedimento de rastreamento de mancha 2D. Assim, “u” está na direção axial 136 e “v” está na direção lateral 152. Em particular, em cada pixel (x,y) nos sinais ou imagens sensíveis à fase inicial que formam a imagem de referência G0(x,y) (isto, é sinal RF, sinal de banda base complexo ou analítico complexo), um núcleo de correlação 2D da extensão espacial que equivale aproximadamente a uma mancha é definido ao redor do pixel. Uma mancha, correspondendo em tamanho a M e J na fórmula (4) abaixo, é definida como a largura à meia altura em ambas as dimensões da função de autocorrelação bidimensional da imagem complexa inicial G0(x,y). É feita, então, uma correlação cruzada desse núcleo com a imagem complexa Gn(x,y) após a deformação, isto é, após o impulso acústico. O coeficiente de correlação cruzada ponderado bidimensional resultante p’ k,i no pixel (x,y) na nésima captura como função dos atrasos 2D (k,l) é calculado:

[0049] Nessa expressão, Wij é uma função de ponderação bidimensional simples em relação ao núcleo de correlação do ponto (2M+1) x (2J+1). A ponderação, através de pesos de uma média ponderada, reduz a probabilidade do salto de pico e erros de modo geral, na busca do atraso ideal (ou “máximo”). O ruído de alta frequência pode ser reduzido através do uso de uma função de ponderação que diminui suavemente o zero nas caudas, como uma janela de Hanning.

[0050] O coeficiente de correlação é uma função complexa normalizada para unidade de atrasos (k,l) com uma variação de ±K e ±L.

[0051] Quando, como nas equações (1) a (3), apenas a correlação 1D e a busca 1D são usadas para rastrear o movimento axial, a fórmula acima é simplificada para L=0 e J=0 reduzindo, assim, para:

[0052] O núcleo de correlação correspondente 236 é de tamanho 2M+1. O valor “x” do lado direito da equação (5) é substituído pelo ponto inicial 234, isto é, (xp+ [DAC], yq) para Gn(x,y) (0<n<=N). O atraso k, e portanto a variação [-K,K], é incrementado nas execuções iterativas da equação (5). Dessa forma, a extensão da área de busca são M+k unidades de espaçamento de pixel 222 em qualquer um dos lados do centro do núcleo de correlação 236. O atraso k associado com o que, na verdade, é o valor máximo do coeficiente de correlação p’ k,n(x,y) é usado em uma interpolação para encontrar um pico de uma curva de coeficiente de correlação e o atraso kmaxI correspondente ou “máximo”. Como o atraso kmaxI está na direção axial 136, ele é um vetor. O [DAC] estimado 226 da etapa um é, da mesma forma, um vetor na mesma direção 136. Os dois vetores (ou escalares equivalentes no caso 1D) são adicionados para derivar um deslocamento modificado, isto é, uma medição melhorada do deslocamento, do pixel (xp, yq). No caso 2D, ambos os vetores são bidimensionais. Como alternativa ao uso do ponto inicial 234 como uma substituição para o valor de “x” para Gn(x,y) (0<n<=N), (xp- [DAC], yq) pode ser usado como substituição para “x” em G0(x,y).

[0053] Operacionalmente e em relação ao procedimento exemplificador 300 na Figura 3, um contador de captura é inicializado em zero (etapa S302).

[0054] As sondas 128 são posicionadas separadas 120 e em contato com o paciente ou indivíduo (etapa S304).

[0055] A imagem de referência 227 é capturada, isto é, uma captura de imageamento é feita (etapa S306).

[0056] Em particular, na execução da etapa S306, um subprocedimento de captura de imagem 310 é invocado e executado da seguinte forma. Um contador na posição lateral e inicializado em zero (etapa S308). Um contador de profundidade de imageamento é, da mesma forma, inicializado em zero (etapa S310). Um pulso de ultrassom 140 é emitido pela sonda 128 na posição lateral atual 124 (etapa S312). Um sinal RF 144 é capturado a partir de um eco de ultrassom originado da profundidade de imageamento atual 148 (etapa S314). Se não for a última profundidade (etapa S316), o contador de profundidade é incrementado (etapa S318) e é feito o retorno para a etapa de recepção de amostra S314. Se, em vez disso, for a última profundidade (etapa S316), o contador de profundidade é zerado (etapa S319). Se a posição atual 124 não for a última posição (etapa S320), o contador de posição é incrementado (etapa S322) e o processamento se ramifica de volta para a etapa de emissão de pulso S312. Se, por outro lado, a posição atual for a última posição (etapa S320), os sinais analíticos complexos são derivados da captura de dados de RF (etapa S324). Os sinais analíticos derivados são armazenados em correspondência com os sinais RF armazenados (etapa S326). Alternativamente, os dados analíticos complexos podem não ser gerados ou necessários se, por exemplo, a interpolação do atraso de correlação for feita através de uma técnica de adequação polinomial. Da mesma forma, os dados de banda base complexos podem servir a função de dados de RF nas etapas um e dois.

[0057] Com referência novamente ao procedimento principal 300, o impulso acústico é emitido (etapa S328). Aqui, supõe-se que um único impulso acústico seja emitido para o procedimento inteiro 300, embora poderia haver alternativamente, mais tarde, um ou mais impulsos acústicos adicionais para permitir um rastreamento extra possivelmente à custa de mais ruído de fundo global do movimento do paciente durante o período de tempo necessário para o rastreamento extra. Se atualmente a captura de imagem ainda continuar (etapa S330), o contador de captura é incrementado (etapa S332), o subprocedimento de captura de imagem 310 é invocado para o rastreamento (etapa S334) e é feito um retorno para a etapa S330. Se, entretanto, a captura de imagem não for continuar (etapa S330), processar os pontos para a primeira posição lateral 124 nos dados capturados para os quais o deslocamento deve ser medido (etapa S335). Processar os pontos para o primeiro pixel (xp, yq) na posição lateral atual 124 (etapa S336). A autocorrelação, de acordo com a equação (1) é realizada no atraso zero (etapa S338). A equação (3) é usada para extrair a fase do coeficiente de autocorrelação estimado do complexo Rn (etapa S340). A fase é desdobrada com base na determinação de fase da captura anterior (etapa S342). A equação (2) é usada para estimar o deslocamento axial DAC do pixel atual (etapa S344). DAC é quantizado para produzir o deslocamento quantizado [DAC] 226 (etapa S346). O núcleo de correlação 203 usado na autocorrelação é agora deslocado, resultando em um núcleo deslocado 236 para a correlação cruzada subsequente (etapa S348). O valor absoluto de um atraso k de correlação é inicializado, com base, por exemplo, no que espera-se que seja a menor busca necessária para corrigir a estimativa 226 da etapa um (etapa S350). Por exemplo, uma área de busca de correlação cruzada predefinida de 100 μm típica pode ser reduzida para 30 μm, que é um benefício do método de duas etapas proposto. A correlação cruzada, de acordo com a equação (5), se utiliza de sinais analíticos complexos, iteração por iteração à medida que o atraso k varia entre -K e K (etapa S352) . Essa não é uma limitação na etapa um - qualquer combinação de sinais RF, analíticos complexos ou de banda base complexos podem ser usados. A partir do conjunto de coeficientes p’k,n(x,y) gerados nas iterações, um coeficiente máximo pmax é selecionado, e sua fase 240 é determinada, como foi feito para o coeficiente de autocorrelação (etapa S354). O coeficiente vizinho mais próximo do tipo iterativo com uma fase 242 de polaridade oposta é selecionado, e a interpolação é usada para determinar, a partir de um cruzamento zero 244, um atrasomaxI da correlação interpolada e o coeficiente de correlação cruzada máximo interpolado pmaxi (etapa S356) . Se pmaxi não satisfaz a um limite de correlacionamento de imagem, ou “critério”, TIM (etapa S358), o atraso k é aumentado (etapa S360). É feita uma consulta sobre se o atraso k agora é maior que o limite de atraso máximo TML (etapa S362). Se o atraso k não for maior que TML (etapa S362), a correlação cruzada da equação (5) é repetida para cada um dos valores intermediários de k introduzidos pela instância anterior da etapa S360 (etapa S364). É feito, então, um retorno para a etapa S354. Se, por outro lado, pmaxi não satisfizer ao TIM (etapa S358) ou se o atraso k exceder TML (etapa S362), uma adição de vetor é realizada, somando-se o deslocamento quantizado [DAC] 226 com a correlação interpolada do atrasomaxi (etapa S366). Caso restem mais pixels (xp, yq) a serem processados (etapa S368), o ponteiro de pixel é incrementado (etapa S370) e é feito um retorno para a etapa de autocorrelação S338. Caso contrário, se não restarem mais pixels a serem processados (etapa S368), mas se houver mais posições espaciais a serem processadas (etapa S372), o ponteiro de posição é incrementado (etapa S374) e o processamento volta à etapa S336.

[0058] O método proposto anteriormente neste documento foi validado com o uso de dados clínicos in vivo. O sucesso do rastreamento de movimento melhorado foi obtido para o método de duas etapas, no pós-processamento de dados, em comparação com outros algoritmos. Uma taxa de sucesso maior de rastreamento de movimento significa dados clínicos mais válidos para melhor desempenho de diagnóstico sob o mesmo tempo de exame.

[0059] Embora a metodologia da presente invenção possa, vantajosamente, ser aplicada no fornecimento de um diagnóstico médico de um humano ou animal, o escopo da presente invenção não é tão limitado. Mais amplamente, as técnicas aqui reveladas são direcionadas ao rastreamento de movimento com base em cisalhamento de ondas melhorado, in vivo ou ex vivo.

[0060] Embora a invenção tenha sido ilustrada e descrita em detalhes nos desenhos e na descrição supracitada, tal ilustração e descrição devem ser consideradas ilustrativas ou exemplificadoras, e não restritivas; a invenção não se limita às modalidades reveladas.

[0061] Por exemplo, um exemplo de um domínio de tempo alternativo com base no algoritmo de rastreamento de tempo é o método de diferença mínima de correlacionamento de bloco.

[0062] Outras variações às modalidades reveladas podem ser compreendidas e realizadas pelos versados na técnica na prática da invenção reivindicada, a partir de um estudo dos desenhos, da revelação e das reivindicações anexas. Nas reivindicações, a expressão “que compreende” não exclui outros elementos ou outras etapas, e o artigo indefinido “um” ou “uma” não exclui uma pluralidade. Nenhum sinal de referência nas reivindicações deve ser interpretado como limitador do escopo da invenção.

[0063] Um programa de computador pode ser armazenado momentaneamente, temporariamente ou por um período de tempo maior em uma mídia legível por computador adequada, como uma mídia de armazenamento óptico ou uma mídia de estado sólido. Tal mídia é não transitória apenas no sentido de não ser um sinal de propagação transitório, mas incluir outras formas de mídias legíveis por computador como memória de registro, cache de processador e memória RAM.

[0064] Um único processador ou outra unidade pode exercer as funções de vários itens mencionados nas reivindicações. O simples fato de certas medidas serem mencionadas em reivindicações dependentes mutuamente diferentes não indica que uma combinação dessas medidas não possa ser usada com vantagem.

Claims (22)

1. DISPOSITIVO DE ESTIMATIVA DE MOVIMENTO POR ULTRASSOM, caracterizado por compreender: um conjunto de circuitos de captura de imagem configurado para emitir, através de múltiplas janelas acústicas espaçadas lateralmente (120) em uma direção de propagação de uma onda de cisalhamento, uma respectiva pluralidade de pulsos de ultrassom para rastrear o movimento axial causado pela dita onda, sendo que a dita onda foi induzida por um impulso acústico direcionado axialmente; e um conjunto de circuitos de rastreamento de movimento configurado para, com base no dito movimento, usar a autocorrelação para estimar um deslocamento axial e para usar a estimativa (226) como um ponto inicial em um algoritmo de rastreamento de movimento com base em domínio de tempo, para modificar a dita estimativa de modo a produzir um deslocamento modificado.

2. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo dito algoritmo compreender a correlação cruzada, sendo que o dito uso da dita estimativa compreende usar a dita estimativa para posicionamento de um núcleo (203) da dita correlação cruzada.

3. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela dita emissão compreender a emissão de respectivos pulsos iniciais através da dita janela (132) para capturar uma imagem de referência.

4. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pela dita emissão compreender adicionalmente, para o rastreamento, os respectivos impulsos de rastreamento subsequentes à emissão de pulsos para capturar a imagem de referência (227).

5. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 4, caracterizado por ser configurado para, com base na captura dos ditos pulsos de rastreamento (140), formar uma imagem que reflete a deformação causada pelo dito movimento, sendo que a dita autocorrelação se baseia, em parte, na dita imagem que reflete a dita deformação.

6. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo dito algoritmo operar na dita imagem que reflete a dita deformação (158).

7. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 3, caracterizado pelo dito algoritmo compreender a correlação cruzada, sendo que o dito uso da dita estimativa compreende usar a dita estimativa para posicionamento de um núcleo da dita correlação cruzada em relação à imagem de referência capturada (S348).

8. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo dito conjunto de circuitos de rastreamento de movimento (108) ser adicionalmente configurado para, em relação ao desempenho da dita autocorrelação e do dito algoritmo, operar especialmente em imageamento capturado através dos ditos pulsos usados no rastreamento do dito movimento causado pela dita onda que foi induzida pelo dito impulso acústico, sendo que o dito impulso acústico é um impulso único.

9. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela dita autocorrelação operar em sinais complexos derivados de dados de radiofrequência (144) capturados através dos ditos pulsos.

10. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 9, caracterizado pelo dito conjunto de circuitos de rastreamento de movimento ser configurado adicionalmente para derivar, a partir da dita autocorrelação, uma fase (208).

11. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 10, caracterizado pelo dito conjunto de circuito de rastreamento de movimento ser configurado adicionalmente para desdobramento da dita fase, para resolver as descontinuidades de fase (214).

12. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 11, caracterizado pelo dito conjunto de circuitos de rastreamento de movimento ser configurado adicionalmente para fazer a dita estimativa com base na fase desdobrada (210).

13. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado por ser configurado para fazer a dita estimativa sem a necessidade de se levar em consideração a atenuação de frequência central (231) do ultrassom emitido na dita emissão.

14. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela dita autocorrelação ser baseada em amostras de imagem em profundidades de imageamento correspondentemente diferentes (218, 220).

15. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo dito algoritmo, na produção do dito deslocamento modificado, alternar a busca com a avaliação (S358) de um resultado da dita busca.

16. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela dita modificação compreender a quantização da dita estimativa com base em uma unidade de espaçamento de pixel (222) correspondendo a uma diferença entre profundidades de amostragem consecutivas para um pulso de entre os ditos pulsos.

17. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pela estimativa compreender a derivação de um primeiro vetor, sendo que a dita modificação compreende a derivação de um segundo vetor e a adição (S366), para o dito segundo vetor, do dito primeiro vetor.

18. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo dito conjunto de circuitos de captura de imagem ser adicionalmente configurado para a dita emissão de uma série de capturas, pelo espaçamento servir para separar as posições na dita direção, pelo dito conjunto de circuitos de rastreamento de movimento ser configurado adicionalmente para calcular os respectivos dentre o dito deslocamento modificado, executando ambas a estimativa e a dita modificação, posição por posição, profundidade de amostra por profundidade de amostra e aquisição por aquisição (S302).

19. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado por derivar os sinais analíticos complexos do ultrassom ecoados de volta dos ditos pulsos (S324), pelo dito algoritmo compreender a correlação cruzada dos ditos sinais para produzir um coeficiente de correlação cruzada e compreender adicionalmente a estimativa onde uma fase do dito coeficiente cruza o zero.

20. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo dito algoritmo incluir uma correlação cruzada sobre uma área de busca que, sujeita a um critério de correlacionamento de imagem, é incrementalmente aumentada (S360).

21. DISPOSITIVO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado por compreender adicionalmente múltiplas sondas de imageamento de ultrassom (128) para respectivo imageamento através das ditas múltiplas janelas acústicas.

22. MÉTODO DE ESTIMATIVA DE MOVIMENTO POR ULTRASSOM, caracterizado por compreender: emitir múltiplos pulsos de ultrassom, distanciados uns dos outros em uma direção de propagação (152) de uma onda de cisalhamento, para rastrear o movimento axial causado pela dita onda, sendo que a dita onda de cisalhamento foi induzida por um impulso acústico direcionado axialmente; com base no dito movimento, usar a autocorrelação para estimar um deslocamento axial e usar a estimativa como ponto inicial em um algoritmo de rastreamento de movimento com base em domínio de tempo para modificar a dita estimativa de modo a produzir um deslocamento modificado.

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